CN113365566A - 电穿孔系统和方法 - Google Patents

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艾瑞克·奥尔森
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特洛伊·泰格
B·穆恩
J·戴利
D·苏特尔米斯特
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Ai RuikeAoersen
Te LuoyiTaige
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Abstract

本文公开了一种电穿孔系统，该电穿孔系统包括：导管轴、在其远端处耦合至导管轴的至少一个电极，以及与该至少一个电极连通地耦合的电穿孔发生器。电穿孔发生器被配置为向至少一个电极提供双相脉冲信号。双相脉冲信号包括具有第一极性和第一脉冲持续时间的第一相，以及具有与第一极性相反的第二极性和第二脉冲持续时间的第二相。第一相和第二相中的每一相具有至少500伏的电压幅度和小于20微秒的脉冲持续时间。第二相在第一相之后以非零间隔生成。

Description

电穿孔系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2019年12月3日提交的美国临时专利申请序列号62/943,000的优先权，其全部公开内容通过引用合并于此。
技术领域
本公开总体上涉及在人体中使用的医疗设备。特别地，本公开涉及电穿孔系统和控制电穿孔系统的方法。
背景技术
多种疗法用于治疗困扰人体解剖学的多种状况。例如，有时使用消融疗法治疗心律失常。当组织被消融或至少经受由消融发生器生成并由消融导管递送的消融能量时，损伤在组织中形成。安装在消融导管上或消融导管中的电极用于在心脏组织中造成组织坏死，以纠正诸如房性心律失常(包括但不限于异位性房性心动过速、房颤和房扑)的状况。心律失常(即不规则的心律)可造成多种危险状况，包括同步房室收缩的丧失和血流的停滞，这可能导致多种疾病，并且甚至导致死亡。认为房性心律失常的主要原因是心脏左心房或右心房内杂散的电信号。消融导管向心脏组织施加消融能量(例如，射频能量、冷冻消融、激光、化学药品、高强度聚焦超声等)，以在心脏组织中产生损伤。该损伤破坏了不良的电通路，并且从而限制或防止导致心律失常的杂散电信号。
用于心律失常的疗法的一种候选方式是电穿孔。电穿孔疗法涉及电场诱导的细胞膜上的孔的形成。可以通过施加以相对较短持续时间的脉冲递送的直流(DC)信号来诱导电场。可以重复此类脉冲以形成脉冲串。当将此类电场施加到活体内组织时，组织中的细胞会受到跨膜电位的影响，这从而打开细胞壁上的孔，因此称为电穿孔。电穿孔可以是可逆的(即暂时打开的孔将重新密封)或不可逆的(即孔将保持打开)。例如，在基因治疗领域中，可逆电穿孔(即暂时打开孔)被用于将高分子量治疗载体转染到细胞中。在其它治疗应用中，可以单独使用适当配置的脉冲序列来例如通过引起不可逆的电穿孔(IRE)引起细胞破坏。
发明内容
本公开涉及一种电穿孔系统，该电穿孔系统包括：导管轴、在其远端处耦合至导管轴的至少一个电极，以及与该至少一个电极连通地耦合的电穿孔发生器。电穿孔发生器被配置为向至少一个电极提供双相脉冲信号。双相脉冲信号包括具有第一极性和第一脉冲持续时间的第一相，以及具有与第一极性相反的第二极性和第二脉冲持续时间的第二相。第一相和第二相中的每一相具有至少500伏的电压幅度和小于20微秒的脉冲持续时间。第二相在第一相之后以非零间隔生成。
本公开进一步涉及一种方法，该方法包括由电穿孔发生器向在导管轴的远端处耦合的至少一个电极提供双相脉冲信号的第一相。第一相具有第一极性和第一脉冲持续时间。该方法进一步包括向至少一个电极提供双相脉冲信号的第二相。第二相具有与第一极性相反的第二极性和第二脉冲持续时间。第一相和第二相中的每一相具有至少500伏的电压幅度和小于20微秒的脉冲持续时间。第二相是第一相之后以非零间隔生成。
本公开进一步涉及一种电穿孔发生器，该电穿孔发生器包括：具有第一极性的正高压直流(+HVDC)电源；具有与第一极性相反的第二极性的负高压直流(-HVDC)电源；以桥式配置连接的多个半导体开关，其调节+HVDC电源和-HVDC电源向用于导管的第一和第二导体的施加；以及微控制器，其通信地耦合至多个半导体开关。微控制器被被配置为控制多个半导体开关的换向以通过用于导管的第一和第二导体发送双相脉冲信号。
本公开进一步涉及一种生成脉冲信号的方法。该方法包括：向以桥式配置连接的多个半导体开关提供具有第一极性的正高压直流(+HVDC)电源；向多个半导体提供具有与第一极性相反的第二极性的负高压直流(-HVDC)电源；以及使多个半导体开关换向，以将+HVDC电源施加到导管的第一导体，并且将-HVDC电源施加到导管的第二导体达第一持续时间。该方法进一步包括：在第一持续时间之后，使多个半导体开关换向，以将第一导体和第二导体从+HVDC电源和-HVDC电源电气断开达第二持续时间；以及在第二持续时间之后，使多个半导体开关换向，以将+HVDC电源施加到第二导体，并且将-HVDC电源施加到第一导体达第三持续时间。该方法进一步包括：在第三持续时间之后，使多个半导体开关换向，以将第一导体和第二导体从+HVDC电源和-HVDC电源电气断开。
附图说明
图1是用于电穿孔疗法的系统的示意性框图。
图2是以电极环组件的形式示出的适合在图1的系统中使用的示例性电极组件的侧视图。
图3是图2的电极环组件的端视图。
图4是以篮状电极组件的形式示出的适合在图1的系统中使用的另一示例性电极组件的透视图。
图5是以栅格电极组件的形式示出的适合在图1的系统中使用的另一示例性电极组件的透视图。
图6是以可膨胀电极组件的形式示出的适合在图1的系统中使用的另一示例性电极组件的侧视图。
图7是示出可由图1的系统的电穿孔发生器生成的示例性脉冲信号的曲线图。
图8是示出包括以脉冲周期生成的两个脉冲信号的脉冲串信号的曲线图。
图9是示出在重复脉冲串周期内生成的多个脉冲串信号的曲线图。
图10是用于图1的系统中的示例性电穿孔发生器的示意图。
图11是生成诸如图7中所示的脉冲信号的脉冲信号的示例性方法的流程图。
在所有附图中，相应的附图标记指示相应的部分。应当理解，附图不一定按比例绘制。
具体实施方式
本公开总体上涉及在人体中使用的医疗设备。特别地，在许多实施例中，本公开涉及电穿孔系统和用于控制此类电穿孔系统的方法。所公开的实施例可以在电穿孔疗法过程中导致更一致和改善的患者结果。例如，本公开的实施例利用具有特定参数(例如，电压幅度、脉冲宽度或持续时间、脉冲周期和脉冲串周期)的电穿孔脉冲信号，该特定参数有助于减少或最小化不希望的或意外的IRE，例如骨骼肌的兴奋和患者体内气体的生成。然而，可以预期的是，如本文所述的本公开内容的所述的特征和方法可以被结合到任何数量的系统中，如本领域的普通技术人员基于本文的公开内容所理解的。
现在参考附图，图1示出用于电穿孔疗法的系统10的示例性实施例。通常，多种实施例包括设置在导管的远端处的电极组件。如本文所使用的，“近侧”是指朝向导管的靠近临床医生的一端的方向，而“远侧”是指远离临床医生并且(通常)在患者体内的方向。电极组件包括一个或多个单独的电绝缘电极元件。在一些实施例中，每个电极元件(在本文中也称为导管电极)被单独地布线，使得其可以与任何其它电极元件选择性地配对或组合以充当双极或多极电极。
系统10可用于不可逆电穿孔(IRE)以破坏组织。特别地，系统10可以用于电穿孔诱导的原发性坏死疗法，这是指以直接引起导致其分解和细胞坏死的质膜(细胞壁)完整性不可逆损失的方式递送电流的作用。该细胞死亡的机制可以看作是“由外而内”的过程，这意味着细胞外壁的破坏会对细胞内部产生不利影响。通常，对于典型的质膜电穿孔，电流在紧密间隔的电极之间以短持续时间直流(DC)脉冲的形式作为脉冲电场递送，该电极能够递送足以引起靶细胞中不可逆电穿孔的电场强度。如本文中更详细描述的，与至少一些现有的电穿孔系统相比，系统10被配置为递送具有相对高的电压和低的脉冲持续时间的电穿孔脉冲信号。由系统10生成并施加到导管电极的波形有助于在IRE疗法期间减少和/或防止骨骼肌刺激。
通过多电极箍导管的不可逆电穿孔可以使每条静脉仅有一次电击就可以使肺静脉隔离，与循序地将射频(RF)消融尖端围绕静脉放置相比，可以产生短得多的手术时间。应当理解，在电穿孔中细胞破坏的机制主要不是由于加热作用，而是由于通过施加高压电场而引起的细胞膜破坏。因此，电穿孔可以避免使用RF能量时可能出现的一些可能的热效应。因此，该“冷”或“非热”疗法具有理想的特性。
应当理解，尽管将通电策略描述为涉及DC脉冲，但是实施例可以使用DC脉冲的变化，并且保持在本发明的精神和范围内。例如，可以使用指数衰减的脉冲、指数增加的脉冲及其组合。此外，尽管本文中关于IRE消融疗法描述了系统10，但是应理解，系统10可另外或可替代地用于其它形式的消融疗法，包括例如但不限于射频(RF)消融。
系统10包括导管电极组件12，该导管电极组件12包括至少一个导管电极，该至少一个导管电极被配置为如上面简要概述的和下面更详细描述的那样使用。电极组件12作为医疗设备的一部分(诸如用于对患者的身体17中的组织16进行电穿孔疗法的导管14)被结合。在说明性实施例中，组织16包括心脏或心肌组织。然而，应当理解，实施例可用于关于多种其它身体组织进行电穿孔疗法。
图1进一步示出标记为18、20和21的多个返回电极，该返回电极示意了可以被包括在整体系统10中的多个子系统所使用的身体连接，诸如电穿孔发生器26、电生理学(EP)监视器(诸如ECG监视器28)、用于可视化、标测和导航体内结构的可视化、导航和/或标测系统30。在所示的实施例中，返回电极18、20和21是贴片电极。应当理解，单个贴片电极的图示仅是示意性的(为清楚起见)，并且这些贴片电极所连接的此类子系统可以并且通常将包括多于一个的贴片(体表)电极。在其它实施例中，返回电极18、20和21可以是适合用作返回电极的任何其它类型的电极，包括例如一个或多个导管电极。作为导管电极的返回电极可以是电极组件12的一部分，或单独的导管(未示出)的一部分。在一些实施例中，例如，系统10包括双极导管电极组件，该双极导管电极组件包括多个电极对，其中每个电极对包括两个电极，其中一个电极用作返回电极。
系统10可以进一步包括主计算机系统32(包括电子控制单元50和数据存储-内存52)，该主计算机系统32在某些实施例中可以与系统30集成在一起。系统32可进一步包括传统接口部件，诸如多种用户输入/输出机构34a和显示器34b，以及其它部件。
在一些实施例中，电穿孔发生器26和/或计算机系统32可以被编程或以其它方式配置为运行算法，该算法识别和/或选择要向电极组件12的哪些电极或电极对通电。也就是说，可基于例如电极的解剖位置和/或电极与组织16之间的接触来选择性地对电极组件12的电极或电极对通电。例如，系统10可包括合适的检测器和组织感测电路，其识别电极组件12的哪些电极具有指示与组织16接触的特性(例如，如果是电特性，则例如是阻抗、相角、电抗等)。电穿孔发生器26和/或计算机系统32然后可以基于被识别为与组织16接触的电极来选择要对导管组件12的哪些电极或电极对通电。举例来说，如果将篮式导管插入肺静脉窦，则电穿孔发生器26和/或计算机系统32可以基于与组织16的接触或者甚至心脏内的特定解剖位置来确定激活哪个电极。用于识别与组织接触的电极的合适的部件和方法在例如美国专利第9,289,606号中进行了描述，该专利的公开内容通过引用整体并入本文。
在说明性实施例中，导管14包括电缆连接器40或接口、手柄42以及具有近端46和远端48的轴44。导管14还可包括本文未示出的其它传统部件，诸如温度传感器、附加电极以及对应的导体或导线。连接器40为从发生器26延伸的电缆56提供机械和电气连接。连接器40可包括本领域已知的传统部件，并且如图所示，设置在导管14的近端。
手柄42为临床医生提供了持握导管14的位置，并且可以进一步提供用于在身体17内操纵或引导轴44的工具。例如，手柄42可以包括用于改变延伸穿过导管14到轴44的远端48的导丝的长度的工具，或用于操纵轴44的工具。此外，在一些实施例中，手柄42可被配置为改变导管的一部分的形状、大小和/或取向。手柄42在本领域中也是传统的，并且将理解，手柄42的结构可以变化。在替代的示例性实施例中，导管14可以被机器人驱动或控制。因此，机器人被用来操作导管14，而不是临床医生操作手柄来前进/缩回和/或操纵或引导导管14(特别是其轴44)。轴44是被配置为用于在身体17内运动的细长的、管状的、柔性的构件。轴44被配置为支撑电极组件12，以及包含相关联的导体，以及可能的用于信号处理或调节的附加电子器件。轴44还可以允许运输、递送和/或去除流体(包括冲洗流体和体液)、药物和/或手术工具或器械。轴44可以由诸如聚氨酯的传统材料制成，并限定一个或多个内腔，该内腔被配置为容纳和/或输送电导体、流体或外科手术工具。轴44可以通过传统的导引器引入到身体17内的血管或其它结构中。然后，轴44可以穿过身体17被前进、缩回和/或操纵或引导到达诸如组织16的部位的所需位置，包括通过使用导丝或本领域已知的其它工具。
在一些实施例中，导管14是箍导管(例如，在图2和图3中示出)，有时称为螺旋或环形导管，具有在轴44的远端处围绕一个或多个箍分布的导管电极。箍(有时在本文称为“环”)的直径可以是可变的。在一些实施例中，箍导管直径在最小直径和最大直径之间可变化约十毫米(mm)。在一些实施例中，当制造导管14时，最小直径可以在约十三毫米和约二十毫米之间选择。在十毫米的可变范围内，此类导管将具有在二十三毫米和三十毫米之间的最大直径。在其它实施例中，环直径在约十五毫米和约二十八毫米之间，约十三毫米和约二十三毫米之间，或约十七毫米和约二十七毫米之间变化。可替代地，导管可以是固定直径的箍导管，或者可以在不同的直径之间变化。在一些实施例中，导管14具有十四个导管电极(例如，被分组为七对导管电极)。在其它实施例中，导管14包括十个导管电极、二十个导管电极或用于执行电穿孔的任何其它合适数量的电极。在一些实施例中，导管电极是环形电极。可替代地，导管电极可以是任何其它合适类型的电极，诸如单面电极或印刷在柔性材料上的电极。在多种实施例中，导管电极具有1.0mm、2.0mm、2.5mm的长度和/或用于电穿孔的任何其它合适的长度。
图2和图3示出以电极箍或环组件200的形式示出的适合在系统10中使用的示例性电极组件12。图2是具有在导管轴300的远端302处耦合的可变直径环202的电极环组件200的侧视图。图3是电极环组件200的可变直径环202的端视图。如图2和图3中所示，电极环组件200从近端204延伸到远端206，并且包括以环形状形成的外套管208以及安装在外套管208上的多个导管电极210。电极环组件200的近端204经由合适的耦合器212耦合至导管轴300。电极210可用于多种诊断和治疗目的，包括例如但不限于心脏标测和/或消融(例如IRE消融)。例如，电极环组件200可以被配置为用于基于双极的电穿孔疗法中的双极电极组件。更具体地，电极210可以被配置为电极对(例如，阴极-阳极电极对)并且电联接至电穿孔发生器26(例如，经由延伸穿过导管轴44的合适的电线或其它合适的电导体)，使得相邻的电极210以相反的极性通电，以在相邻电极210之间生成电势和对应的电场。在其它实施例中，电极210的任何组合可以被配置为电极对(例如，阴极-阳极电极对)，包括例如但不限于，相邻的电极、不相邻的电极以及使系统10能够如本文所述起作用的电极的任何其它组合。如上所述，例如，电穿孔发生器26和/或计算机系统32可以基于电极210和组织16之间的接触来选择性地使电极环组件200的某些电极210通电以形成电极对。在其它实施例中，电极环组件200可以被配置为不同于双极电极组件，诸如单极或单极的电极组件。在此类实施例中，电极18可以用作返回电极。
在所示的实施例中，可变直径环202包括围绕可变直径环202的圆周均匀间隔的十四个导管电极210。在其它实施例中，可变直径环202可以包括由任何合适的材料制成的任何合适数量的导管电极210。每个导管电极210通过绝缘间隙216彼此隔开。在示例实施例中，每个导管电极210具有相同的长度218(图3中所示)，并且每个绝缘间隙216具有与每个其它间隙216相同的长度220。在示例实施例中，长度218和长度220二者均为约2.5mm。在其它实施例中，长度218和长度220可以彼此不同。此外，在一些实施例中，导管电极210可以不都具有相同的长度218，和/或绝缘间隙216可以并不都具有相同的长度220。在一些实施例中，导管电极210围绕可变直径环202的圆周没有均匀地间隔开。
图4是以篮状电极组件400的形式示出的适合在系统10中使用的另一示例性电极组件12的透视图。篮状电极组件400包括通过合适的近侧连接器406耦合至导管主体404的篮状件402。篮状件402包括多个样条408和远侧耦合器410，样条408中的每个样条终止于该远侧耦合器410处。在一些实施例中，诸如所示的实施例，篮状电极组件400还可包括冲洗管412(例如，以将流体提供到篮状电极组件400)。在其它实施例中，可以省略冲洗管412。多个样条408中的每个样条包括至少一个电极414。在所示的实施例中，尽管多个样条中的每个样条包括八个电极414，但是每个样条408可包括多于或少于八个电极414。
电极414可以用于多种诊断和治疗目的，包括例如但不限于，心脏标测和/或消融(例如，IRE消融)。例如，篮式电极组件400可以被配置为双极电极组件，以用于以基于双极的电穿孔为基础的电穿孔。更具体地，位于相邻的样条408上的电极414可以被配置为电极对(例如，阴极-阳极电极对)并且电联接至电穿孔发生器26(例如，经由延伸穿过导管轴44的合适的电线或其它合适的电导体)，使得相邻样条408上的电极414以相反的极性通电，以在相邻样条408的电极414之间生成电势和对应的电场。在其它实施例中，沿着相同样条408放置的电极414可以被配置为电极对。在其它实施例中，电极414的任何组合可以被配置为电极对，包括例如但不限于，相邻电极、不相邻电极、相邻样条上的电极、不相邻样条上的电极，以及使系统10能够如本文所述起作用的电极的任何其它组合。如上所述，例如，电穿孔发生器26和/或计算机系统32可以基于电极414和组织16之间的接触来选择性地使篮式电极组件400的某些电极414通电，以形成电极对。在其它实施例中，篮式电极组件400可以被配置为不同于双极电极组件，诸如单极或单极的电极组件。在此类实施例中，电极18可以用作返回电极。
图5是以平面或栅格电极组件500的形式示出的适合在系统10中使用的另一示例性电极组件12的透视图。栅格电极组件500包括耦合至导管主体504的桨状件502。在所示实施例中，导管主体504包括耦合至其上的主体电极506、508和510。在所示实施例中，桨状件502包括第一样条512、第二样条514、第三样条516和第四样条518，该样条通过近侧耦合器耦合至导管主体504，并通过在桨状件502的远端处的远侧耦合器520彼此耦合。在一个实施例中，第一样条512和第四样条518可以是一个连续的段，而第二样条514和第三样条516可以是另一连续的段。在其它实施例中，各个样条可以是彼此耦合的分开的段。多个样条可进一步包括数量不同的电极522。在所示实施例中，电极可包括沿样条均匀地间隔开的环形电极。在其它实施例中，电极可以均匀或不均匀地间隔开，并且电极可以包括点电极或其它类型的电极。
电极522可以用于多种诊断和治疗目的，包括例如但不限于心脏标测和/或消融(例如IRE消融)。例如，栅格电极组件500可以被配置为用于以基于双极的电穿孔为基础的电穿孔的双极电极组件。更具体地，相邻电极522可以被配置为电极对(例如，阴极-阳极电极对)，并且电联接至电穿孔发生器26(例如，经由延伸穿过导管轴44的合适的电线或其它合适的电导体)，使得相邻的电极522以相反的极性通电，以在相邻电极522之间生成电势和对应的电场。形成双极对的相邻电极522可以位于相同的样条(例如，沿着第一样条512的电极522)或横跨相邻的样条。在一个实施例中，例如，电极对可以形成在位于第一样条512上的一个电极522(例如，阴极)和位于相邻的第二样条514上的另一个相邻的电极522(例如，阳极)之间。在其它实施例中，电极522的任何组合可以被配置为电极对(例如，阴极-阳极电极对)，包括例如但不限于，相邻电极、不相邻电极、相邻样条上的电极、不相邻样条上的电极，以及使系统10能够如本文所述起作用的电极的任何其它组合。如上所述，例如，电穿孔发生器26和/或计算机系统32可以基于电极522和组织16之间的接触来选择性地使栅格电极组件500的某些电极522通电以形成电极对。在其它实施例中，栅格电极组件500可以被配置为不同于双极电极组件，诸如单极或单极的电极组件。在此类实施例中，电极18可以用作返回电极。
第一样条512、第二样条514、第三样条516和第四样条518通常在同一(拓扑)平面上对齐。尽管桨状件502在图5中被示为相对平坦或平面的，但是应当理解，桨状件502可以弯曲、卷曲、屈曲、扭曲和/或以其它方式变形。因此，由桨状件502和样条512、514、516和518限定的平面可以相应地变形，使得该平面是非平直的拓扑平面。
图6是以可膨胀电极组件600的形式示出的适合在系统10中使用的另一示例性电极组件12的透视图。电极组件600通常沿着纵轴606从电极组件600的近端602轴向延伸至电极组件602的远端604。近端602经由合适的耦合器(未示出)耦合至导管轴44(例如，耦合至轴44的远端)。在示例性实施例中，导丝608轴向延伸穿过轴44并穿过电极组件600。可以操作导丝608(例如，使用手柄42)以调节电极组件600在身体17内的位置。
电极组件600通常包括可膨胀隔离构件610和一对电极612、614。更具体地，可膨胀隔离构件610在可膨胀隔离构件610的近端616与可膨胀隔离构件610的远端618之间延伸。电极612、614分别邻近可膨胀隔离构件610的近端616和远端618布置，使得可膨胀隔离构件610轴向设置在电极612、614之间。近侧电极612邻近可膨胀隔离构件610的近端616，并靠近电极组件600的近端602。类似地，远侧电极614邻近可膨胀隔离构件610的远端618，并靠近电极组件600的远端604。在示例性实施例中，可膨胀隔离构件610的远端618靠近电极组件600的远端604。
电极612、614可用于多种诊断和治疗目的，包括例如但不限于，心脏标测和/或消融(例如，IRE消融)。例如，电极组件600可以被配置为用于基于双极的电穿孔疗法中的双极电极组件。具体地，电极612、614可以单独地电耦合至发生器26(例如，经由延伸穿过导管轴44的合适的电线或其它合适的电导体)，并且被配置为以相反的极性选择性地通电(例如，通过电穿孔发生器26和/或计算机系统32)，以在其间生成电势和对应的电场，以用于IRE疗法。也就是说，电极612、614中的一个电极被配置为用作阴极，而另一个被配置为用作阳极。电极612、614可以是任何合适的电穿孔电极。在示例性实施例中，电极612、614是环形电极。电极612、614可具有任何其它形状或构造。应认识到，电极612、614的形状、大小和/或配置可影响所施加的电穿孔疗法的多种参数。例如，增加一个或两个电极612、614的表面积可以减少造成相同水平的组织破坏所需的施加电压。此外，尽管近侧电极612和远侧电极614中的每个电极都被示为单个电极，但是近侧电极612和远侧电极614中的任一个或二者可以可替代地被呈现为两个或更多个分立电极。此外，尽管将电极组件600描述为双极电极组件，但是应当理解，在一些实施例中，电极组件600可以配置为单极或单极的电极组件，并使用贴片电极(例如，返回电极18)作为返回电极或无关电极。
在示例性实施例中，可膨胀隔离构件610可在收缩配置(未示出)和膨胀配置(如图6中所示)之间配置。例如，可膨胀隔离构件610以收缩配置被递送到身体17内的组织16的目标位置(例如，轴向地设置在导管轴44内)，并在目标位置处转变成膨胀配置。可膨胀隔离构件610被配置为在目标位置处与组织16密封地接合并且抑制电极612、614之间的电连通(例如，通过使远侧电极614与近侧电极612至少部分地绝缘)。更具体地，可膨胀隔离构件610由电绝缘材料形成。因此，近侧电极612和远侧电极614之间的电流622在可膨胀隔离构件610周围转移。图6描绘了围绕可膨胀隔离构件610的不同形状和转移量的多个电流622。在一些实施例中，可以选择可膨胀隔离构件610的形状和大小以影响其周围的电流622(例如，转移量、所产生的电流622的形状或方向等)。
此外，可膨胀隔离构件610被配置为当处于膨胀配置时密封地接合组织16。在一个示例性实施例中，可膨胀隔离构件610包括被配置为用于与组织16密封接合的周向密封表面620，使得当与患者的组织接合时，可膨胀隔离构件610抑制电极612、614之间的流体连通，并因此抑制电连通(例如，电流)。例如，在将可膨胀隔离构件610用于肺静脉隔离(PVI)或隔离其它圆柱形或管状组织(例如，其它脉管系统组织)的情况下，可膨胀隔离构件610抑制或基本上阻止了周围的血液流动。因此，当电极612、614通电时，电流622在它们之间流过与可膨胀隔离构件610相邻的组织16，而不是流过血液。这样，电穿孔疗法可以更局部，并且因此需要降低的所施加电压以引起所需量的细胞破坏。具体地，流体(例如血液)比组织更导电，因此电流比流过组织更容易流过血液，并且电穿孔疗法不太有效。通过阻断血流，电极612、614之间的电流622被转移通过相邻的组织16，从而在给定的电压下提高了电穿孔疗法的有效性。
在示例性实施例中，可膨胀隔离构件610包括由电绝缘材料形成或构造的外层624。例如，外层624可以包括聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)。制成的外层624包括电绝缘并且能够适应电极组件600的膨胀和收缩的任何其它合适的材料。在某些实施例中，如图6中所示，可膨胀隔离构件610被体现为可充气球囊。在此类实施例中，可膨胀球囊耦合至流体源626以选择性地使球囊膨胀(例如，当电极组件600已经前进到身体17内的目标位置并且已经从导管轴44展开时)。在一些实施例中，流体源包括介电流体，诸如去离子水、盐水、二氧化碳气体、一氧化二氮气体和/或空气。在其它实施例中，可膨胀隔离构件610可以使用其它方式(诸如保持在外层624内的可膨胀框架(例如，由形状记忆材料形成的框架))选择性地膨胀。
尽管在图6中示出了可膨胀隔离构件610具有细长的球形形状，但是可膨胀隔离构件610可以具有能够密封并且因此抑制电极612、614之间的流体和/或电连通的任何其它形状或配置。可以选择特定的形状和/或配置用于所需的特定组织隔离。例如，在其它实施例中，可能期望在诸如心腔壁的实心或平面组织内的隔离和组织破坏(与血管的相对圆筒状隔离相反)。在此类实施例中，可膨胀隔离构件610的远端618可以被倒置和凹入，并且远侧电极614被放置在远端618的凹部内。远端618可以被接合或压靠在组织上以将远侧电极614与近侧电极612密封或隔离，使得电极612、614之间的电流622转移通过与远端618接合的(例如心腔壁的)组织。
预期可膨胀隔离构件610与相邻组织16之间的完全密封可能不会出现。例如，周向密封表面620可能没有与组织16完全接合，并且可能出现流过周向密封表面620的一些流体(血液)。在一些实施例中，对于成功地进行电穿孔疗法而言，不需要完全的接合或密封。可以使用多种方法来确定密封水平。在一些实施例中，将荧光透视造影剂引入到可膨胀隔离构件610上游的血流中，并且使用x射线确定可膨胀隔离构件610下游的造影剂的存在或量。在其它实施例中，多普勒超声被用于确定流过可膨胀隔离构件610的流体的水平。依旧在其它实施例中，在将电极组件600放置在目标位置之前和之后测量电极612、614之间的阻抗；阻抗的阈值偏移反映了足够的密封性。还是在其它实施例中，电极组件600在远端604上包括压力传感器(未示出)，该压力传感器用于测量流体压力以反映可膨胀隔离构件610与组织16之间的密封水平。可以使用确定密封水平的附加和/或替代方法。此外，可以迭代地采用任何上述方法。具体地，可以确定密封的初始水平，并且作为响应，可以调节电极组件600的位置。可以确定随后的密封水平，依此类推，直到达到足够或充分的密封水平(例如，基于阈值和/或医师确定)。
此外，基于使用任何上述方法(或任何其它合适的方法)确定的密封水平，可以选择要施加的合适电压水平。降低的密封水平可能需要增加的施加电压。
应当理解，电极组件12不限于在此示出和描述的特定结构，并且可以包括任何其它合适的电极组件，并且具有使系统10能够如本文描述的那样起作用的任何其它合适的结构。举例来说，电极组件12可具有与在美国专利号10,136,829、美国专利申请公开号2018/0014751和2019/0201688、国际专利申请公开号WO2018/208795，以及美国临时专利申请序列号62/861,135、62/842,654和62/983,200中描述的电极组件相同或相似的结构，其公开内容通过引用全部并入本文。
再次参考图1，可视化、导航和/或标测系统30可以包括基于电场的系统，或者有时被称为基于阻抗的系统，诸如例如具有型号名称为EnSite NAVXTM系统并可以从雅培实验室(Abbott Laboratories)商购，并且如通常参考题为“用于在心脏中进行导管导航和定位以及标测的方法和装置”的美国专利号7,263,397所示，其全部公开内容通过引用合并于此。可视化、导航和/或标测系统30还可以包括其它类型的商购系统，包括雅培实验室的EnSiteTM VelocityTM或EnSite PrecisionTM心脏标测和可视化系统。在其它示例性实施例中，可视化、导航和/或标测系统30可以包括其它类型的系统，诸如例如但不限于：基于磁场的系统，诸如可从Biosense Webster获得的CARTO系统(现在是具有阻抗和磁驱动电极的混合形式)，或可从MediGuide Ltd.获得的gMPS系统。根据基于电场和基于磁场的组合系统，导管可包括两个电极作为基于阻抗的电极和一个或多个磁场感应线圈。也可以使用常用的荧光透视、计算机断层扫描(CT)和基于磁共振成像(MRI)的系统。
电穿孔发生器26被配置为根据电穿孔通电策略来对电极元件通电，该电穿孔通电策略可以是预定的或者可以是用户可选的。对于电穿孔引起的原发性坏死疗法，发生器26可以被配置为产生经由电极组件12作为短持续时间DC脉冲形式的脉冲电场递送的电流，该DC脉冲在紧密间隔的电极(例如电极组件12的电极对)之间发送并能够递送约0.1至1.0Kv/cm的电场强度(例如在组织部位处)。不可逆电穿孔所需的电压幅度和脉冲持续时间成反比。例如，随着脉冲持续时间减少，必须增加电压幅度才能实现电穿孔。
在一些实施例中，电极组件12的电极可以被顺序地通电，使得在给定的时间仅一些电极被通电。也就是说，并非电极组件12的所有电极被同时通电。在一些实施例中，例如，可以根据电穿孔通电策略对第一电极对通电，并且然后，可以根据电穿孔通电策略对第二电极对通电。电极的顺序通电可以继续到第三电极对、第四电极对等等。电极对可以包括相邻或不相邻的电极。举例来说，在电极组件包括根据位置顺序地编号为1至n的多个电极的情况下(即，第二电极与第一电极和第三电极相邻)，通过依次对第一电极和第二电极、第三电极和第四电极、第五电极和第六电极等通电，可以成对地对电极顺序地通电。在另一个示例中，可以通过依次对第一和第二电极、第二和第三电极、第三和第四电极等通电来成对地对电极顺序地通电。在另一示例中，通过依次对第一电极和第三电极、第二电极和第四电极、第三电极和第五电极等通电来成对地对电极顺序地通电。例如，在2020年11月4日提交的美国临时专利申请序列号63/109,520中描述了用于对电极组件的电极依次通电的附加系统和方法，其全部公开内容通过引用合并于此。顺序通电可用于单极和双极配置。
在示例性实施例中，电穿孔发生器26(有时在本文中也称为DC能量源)是双相电穿孔发生器26，该双相电穿孔发生器26被配置为生成具有交替极性的一系列DC脉冲-即连续的DC脉冲，其在交替方向中产生电流。在其它实施例中，电穿孔发生器是单相或多相电穿孔发生器。在一些实施例中，电穿孔发生器26被配置为以可选择的能量水平(诸如五十焦耳、一百焦耳、两百焦耳等)以DC脉冲输出能量。其它实施例可以具有更多或更少的能量设置，并且可用设置的值可以相同或不同。在一些实施例中，电穿孔发生器26输出或生成DC脉冲，其峰值幅度在约500V和约3.5kV之间，在约600V和2.5kV之间，在约800V和约3.5kV之间，在约600V和约2.0kV之间，在约800V和约2.5kV之间，在约1.0kV和约3.5kV之间，在约600V和约1.5kV之间，在约800V和约2.0kV之间，或在约1.0kV和约2.5kV之间。其它实施例可以输出或生成任何其它合适的电压。
可变阻抗27允许改变系统的阻抗。此外，可变阻抗27可用于改变电穿孔发生器26的输出的一个或多个特性，诸如幅度、持续时间、脉冲形状等。尽管被示为单独的组件，但是可变阻抗27可被并入导管14或发生器26中。可变阻抗27包括一个或多个阻抗元件，诸如串联、并联或串联和/或并联的组合连接的电阻器、电容器或电感器(未示出)。在所示实施例中，可变阻抗27与导管14串联连接。可替代地，可变阻抗27的阻抗元件可以与导管14并联连接，或者以串联和并联的组合与导管14连接。此外，在其它实施例中，可变阻抗27的阻抗元件与返回电极18串联和/或并联连接。一些实施例包括一个以上的可变阻抗27，每个可变阻抗27可包括一个或多个阻抗元件。在此类实施例中，每个可变阻抗27可以连接到不同的导管电极或导管电极组，以允许通过每个导管电极或导管电极组的阻抗独立地变化。在其它实施例中，系统10的阻抗可能不需要改变，并且可变阻抗27可以被省略。
电穿孔发生器26被配置为生成脉冲信号并将其提供给电极组件12的电极，该电极组件12被配置为减小、最小化或防止IRE的不良影响。例如，先前的IRE治疗系统可能会由于施加高幅度、短持续时间DC电(IRE)脉冲而引起骨骼肌收缩。此类骨骼肌收缩通常是不希望的，例如，因为它们可能通过移动患者的身体而使(例如，在IRE治疗之前收集的)电解剖图不准确。另外，先前的IRE治疗系统可能在患者体内例如在电极处生成不希望的气体。
由电穿孔发生器26生成的脉冲信号被特定地成形(例如，通过控制相位、幅度和脉冲持续时间)，以防止骨骼肌和神经(例如，腓骨神经)以及心肌的激活。通过避免心肌的激活，由电穿孔发生器生成的脉冲信号不必基于心动周期或心律(例如，沿R波)被定时或门控。更具体地，由电穿孔发生器26生成的脉冲信号被成形为具有低于与神经刺激或肌肉激活相关联的强度-持续时间曲线的脉冲持续时间和电压幅度。由电穿孔发生器26生成的脉冲信号具有相对高的强度(即电压)和频率(即短的脉冲持续时间)。举例来说，由电穿孔发生器26生成的脉冲信号可以具有在500V至3.5kV、600V至2.5kV、800V至3.5kV、600V至2.0kV、800V至2.5kV、1.0kV至3.5kV、600V至1.5kV、800V至2.0kV或1.0kV至2.5kV的范围内的电压幅度，以及1纳秒至100微秒(μs)、1纳秒至50μs、0.1μs至100μs、1纳秒至20μs、0.1μs至50μs、1μs至100μs、1纳秒至15μs、0.1μs至20μs、0.5μs至50μs、1纳秒至10μs、0.1μs至15μs、1纳秒至5μs、0.1μs至10μs、0.1μs至5μs、小于5μs、小于4μs、小于3μs和小于2μs的范围内的脉冲持续时间。在其它实施例中，由电穿孔发生器26生成的脉冲信号可以具有小于500V或大于3.5kV的电压幅度，并且可以具有大于100μs或小于1纳秒的脉冲持续时间。通常，有效IRE(例如，产生连续损伤)所需的电压幅度和脉冲持续时间成反比，并被选择在电压和持续时间范围内以避免神经刺激或肌肉激活。
图7是示出由电穿孔发生器26生成的示例性脉冲信号700的曲线图，其中，竖直轴表示电压(V)，并且水平轴表示时间(T)。如图7中所示，脉冲信号700是双相脉冲信号，其包括具有带有第一极性的第一电压幅度704和第一脉冲持续时间706的第一相702，以及具有带有与第一极性相反的第二极性的第二电压幅度710和第二脉冲持续时间712的第二相708。所示的脉冲信号700还包括将第二相708与第一相702分开的第三零电压相714(即，脉冲信号700具有零电压输出)，使得第二相708在第一相702之后以非零间隔716生成。在其它实施例中，脉冲信号700可以不包括第三相714，使得第二相708在第一相702之后立即生成。
在所示实施例中，第一相702具有正电压，并且第二相708具有负电压。在其它实施例中，第一相702可以具有负电压，并且第二相708可以具有正电压。另外，尽管在所示实施例中将脉冲信号700示出并描述为双相信号，但是在其它实施例中，脉冲信号700可以不同于双相信号(例如，脉冲信号700可以是单相或多相的)。
此外，在所示实施例中，第一相702和第二相708具有相同的电压幅度或大小，并且具有相同的脉冲持续时间(即，第一脉冲持续时间706等于第二脉冲持续时间712)。也就是说，脉冲信号700是对称脉冲信号。在其它实施例中，第一相702可以具有与第二相708不同的电压幅度或大小和/或脉冲持续时间，使得脉冲信号700是不对称的。
第一相702和第二相708通常可以具有足以引起由IRE所致的消融而同时避免骨骼肌刺激的任何合适的电压幅度和脉冲持续时间。在一些实施例中，例如，第一电压幅度704和第二电压幅度710中的每个电压幅度都在500V至3.5kV、600V至2.5kV、800V至3.5kV、600V至2.0kV、800V至2.5kV、1.0kV至3.5kV、600V至1.5kV、800V至2.0kV或1.0kV至2.5kV的范围内，并且第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712中的每个脉冲持续时间都在1纳秒至100μs、1纳秒至50μs、0.1μs至100μs、1纳秒至20μs、0.1μs至50μs、1μs至100μs、1纳秒至15μs、0.1μs至20μs、0.5μs至50μs、1纳秒至10μs、0.1μs至15μs、1纳秒至5μs、0.1μs至10μs、0.1μs至5μs、小于5μs、小于4μs、小于3μs和小于2μs。在一个特定实施例中，第一电压幅度704和第二电压幅度710中的每个电压幅度约为1.0kV，并且第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712中的每个脉冲持续时间约为2μs。在另一特定实施例中，第一电压幅度704和第二电压幅度710中的每个电压幅度约为1.4kV，并且第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712中的每个脉冲持续时间约为2μs。
通常将第三相714的间隔716被选择为足够防止或避免脉冲信号700的第一相702和第二相708激活或刺激骨骼肌的持续时间。间隔716通常小于50μs，并且可以例如但不限于小于30μs，小于20μs，小于15μs，小于10μs，小于5μs，小于4μs，小于3μs，小于2μs以及甚至小于1μs。在所示实施例中，间隔716为约2.5μs。在另一特定实施例中，间隔716为约2μs。
在一些实施例中，可以基于系统10中使用的电极组件12的类型来选择脉冲信号700的电压幅度(即，第一相702和第二相708)。更具体地，某些类型的电极组件可以被额定为比其它电极组件更高的电压，并且脉冲信号700可以被相应地调整。在一些实施例中，例如，与篮式电极组件(例如，图4中所示的篮式电极组件400)相比，当与环形电极组件(例如，图2和图3中所示的电极环组件200)一起使用时，脉冲信号700(即，第一相702和第二相708)可以具有较高的电压幅度。在一个特定实施例中，当与环形电极组件一起使用时，脉冲信号700的电压幅度在1kV至2.5kV的范围内，而当与篮式电极组件一起使用时，在800V至1.5kV的范围内。
还可根据电极组件12被配置为单极电极组件还是双极电极组件来调整脉冲信号700的特性(例如，电压幅度、第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712等)。例如，与双极IRE相比，骨骼肌复原在单极IRE中可能更为突出。因此，与双极IRE相比，用于单极IRE的脉冲信号可以具有更窄或更苛刻的可接受脉冲特性范围(例如，电压幅度和脉冲持续时间)。
在一个示例中，被配置为单极电极组件的环形电极组件(例如，图2和图3中所示的电极环组件200)可以利用脉冲信号700，该脉冲信号700具有在500V至3.5kV的范围内或者在800V至3.0kV的范围内的电压幅度，以及在0.5μs至3.0μs的范围内或者在0.5μs至1.5μs的范围内的第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712。被配置为双极电极组件的环形电极组件(例如，图2和图3中所示的电极环组件200)可以利用脉冲信号700，该脉冲信号700具有在500V至3.5kV的范围内或者在600V至1.4kV的范围内的电压幅度，以及在0.5μs至3μs的范围内或者在1μs至1.5μs的范围内的第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712。
在另一示例中，被配置为单极电极组件的篮型电极组件(例如，图4中所示的篮式电极组件400)可以利用脉冲信号700，该脉冲信号700具有在500V至3.5kV的范围内的电压幅度，以及在0.5μs至3μs的范围内的第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712。被配置为双极电极组件的篮型电极组件(例如，图4中所示的篮式电极组件400)可以利用脉冲信号700，该脉冲信号700具有在500V至3.5kV的范围内的电压幅度，以及在0.5μs至3μs的范围内的第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712。
在另一个示例中，被配置为单极电极组件的栅格电极组件(例如，图5中所示的栅格电极组件500)可以利用脉冲信号700，该脉冲信号700具有在500V至3.5kV的范围内的电压幅度，以及在0.5μs至3μs的范围内的第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712。被配置为双极电极组件的栅格电极组件(例如，图5中所示的栅格电极组件500)可以利用脉冲信号700，该脉冲信号700具有在500V至3.5kV的范围内的电压幅度，以及在0.5μs至3μs的范围内的第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712。
在另一个示例中，被配置为双极电极组件的可膨胀电极组件(例如，图6中所示的可膨胀电极组件600)可以利用脉冲信号700，该脉冲信号700具有在500V至3.5kV的范围内、在500V至2.5kV的范围内、在600V至3.0kV的范围内、在600V至2.5kV的范围内或在800V至2.5kV的范围内的电压幅度，以及在400纳秒至20μs的范围内或在500纳秒至1.5μs的范围内的第一脉冲持续时间706和第二脉冲持续时间712。另外，用于可膨胀电极组件(例如，图6中所示的可膨胀电极组件600)的脉冲信号700可以在第一相702和第二相708之间具有在350纳秒至1ms的范围内或在500纳秒至1.5μs的范围内的间隔716。
电穿孔发生器26可以以重复模式生成脉冲信号700，使得在重复脉冲周期生成多个脉冲信号700并将其施加到电极组件12的电极。此类多个脉冲信号700在本文中统称为脉冲串信号。
图8示出示例脉冲串信号800，其包括在脉冲周期802生成的两个脉冲信号700。脉冲周期802可以是使系统10能够如本文所述起作用的任何合适的周期。举例来说，脉冲周期802可以在0.5毫秒(ms)至50ms、1ms至50ms、0.5ms至30ms、1ms至30ms、0.5ms至25ms、0.5ms至20ms、1ms至25ms、0.5ms至10ms、1ms至20ms、1ms至10ms、0.5ms至5ms以及1ms至5ms的范围内。在所示实施例中，脉冲周期802为约4ms。在一些实施例中，选择脉冲周期802以允许电穿孔发生器26的电源(例如，电容器)再充电到足够的电压，以将脉冲信号700的电压幅度维持处于目标电压幅度或与其接近(例如，目标电压幅度的至少90％)。
在一些实施例中，电穿孔发生器26可以以重复模式生成脉冲串信号，使得在重复周期(称为脉冲串周期)生成多个脉冲串信号并将其施加到电极组件12的电极。例如，图9示出在重复的脉冲串周期902内生成的示例脉冲串信号900。脉冲串周期902可以是使系统10能够如本文所述起作用的任何合适的周期。举例来说，脉冲串周期902可以在50ms至5秒(s)、100ms至5s、100ms至2s、100ms至1s、200ms至1s、200ms至800ms以及300ms至700ms的范围内。在所示实施例中，脉冲串周期902为约500ms。在一些实施例中，选择脉冲串周期902以允许电穿孔发生器26的电源(例如，电容器)再充电到足够的电压，以将脉冲信号700的电压幅度维持处于目标电压幅度或与其接近(例如，目标电压幅度的至少90％)。另外地或可替代地，脉冲串周期902可以基于患者的心动周期或心律而不同。在一个实施例中，例如，根据R波门控策略(例如，与患者的心率同步)生成脉冲串信号900。在此类实施例中，脉冲串信号900可以响应于心电图中的R波的检测而生成或基于心电图中的R波的检测而触发。在此类实施例中，脉冲串周期902可以是可变的(即，不是固定的或恒定的)。例如，脉冲串周期902可以在500ms至1.5s的范围内，在600ms和1.2s的范围内，或在使系统10能够如本文所述起作用的任何其它合适的范围内变化。此类脉冲串周期和门控策略可以与本文描述的任何电极组件结合使用。
图9中示出的曲线图包括两个脉冲串信号900，但是应当理解，电穿孔发生器26可以生成多于两个的脉冲串信号900。举例来说，电穿孔发生器26可以生成一系列的脉冲串信号900(即，在重复的脉冲串周期902)，该一系列的脉冲串信号900包括至少5个脉冲串信号、至少10个脉冲串信号、至少20个脉冲串信号、至少30个脉冲串信号、至少40个脉冲串信号、至少50个脉冲串信号、至少75个脉冲串信号、至少100个脉冲串信号，或至多200个脉冲串信号。在其它实施例中，电穿孔发生器26可以在重复的脉冲串周期生成一系列超过200个的脉冲串信号。
此外，在所示实施例中，脉冲串信号900包括5个脉冲信号700，但是应当理解，脉冲串信号900可以包括使系统10能够如本文所述起作用的任何合适数量的脉冲信号700。举例来说，脉冲串信号900可包括至少10个脉冲信号、至少15个脉冲信号、至少20个脉冲信号、至少30个脉冲信号、至少40个脉冲信号、至少50个脉冲信号、至少75个脉冲信号、至少100个脉冲信号、至少150个脉冲信号或至多200个脉冲信号。在其它实施例中，脉冲串信号900可包括少于5个的脉冲信号700或大于200个的脉冲信号700。在一个特定实施例中，脉冲串信号900包括50个脉冲信号700，并且具有0.5s的脉冲串周期902。在另一特定实施例中，脉冲串信号900包括1000个脉冲信号700，并且具有0.5s的脉冲串周期902。此类脉冲串信号和脉冲串周期适合与本文描述的任何电极组件一起使用。
由电穿孔发生器26生成的脉冲信号的相对较高的电压和较短的脉冲持续时间可导致将显著的电磁干扰(EMI)或噪声引入电穿孔发生器26、其部件、导管14或患者的组织16中，可能会对系统10的运行产生不利影响。因此，本公开的实施例包括某些特征，以减少噪声源并减轻电穿孔发生器26内的用以产生高幅度的短持续时间脉冲信号的高频高压切换的影响。
例如，图10是示例性电穿孔发生器26的示意图。电穿孔发生器26包括微控制器1002或其它可编程处理设备，其响应于触发信号1004而控制脉冲信号的生成。触发信号1004可以在电穿孔发生器26内部生成，或者由另一个系统在外部生成。在某些实施例中，触发信号是由于例如由用户致动的开关或按钮至少瞬时闭合开关电路而提供给微控制器1002的离散逻辑电平DC信号。响应于触发信号1004，微控制器1002启动例如单个脉冲、脉冲的脉冲串或多个脉冲串。
微控制器1002在生成单个脉冲信号时，生成第一脉冲控制信号1006和第二脉冲控制信号1008，以控制多个半导体开关。第一脉冲控制信号1006和第二脉冲控制信号1008是由微控制器1002生成的逻辑电平DC信号。半导体开关可以是能够进行高压隔离、高电流传导并且以高频可操作的任何合适的功率半导体，诸如绝缘栅双极型晶体管(IGBT)。在图10的实施例中，半导体开关被实现为以桥式配置连接的IGBT 1010、1012、1014、1016，以调节正高压DC(+HVDC)电源1018和负高压DC(-HVDC)电源1020到导管14以及更具体地到第一导体1022和第二导体1024的施加，该第一导体1022和第二导体1024将脉冲信号递送到电极组件12。微控制器1002在生成脉冲信号的脉冲串时，控制IGBT 1010、1012、1014、1016以高频(例如，约500千赫兹)换向来产生每个脉冲信号。
微控制器1002通过光电隔离器1026与IGBT 1010、1012、1014、1016通信地耦合并电隔离。光电隔离器1026(也称为光耦合器)防止例如由IGBT 1010、1012、1014、1016的高频开关所生成的噪声到达微控制器1002。光电隔离器1026将来自微控制器1002的第一脉冲控制信号1006和第二脉冲控制信号1008中继到逻辑电路1028，该逻辑电路1028将两个逻辑电平DC信号转换为四个栅极驱动信号1030、1032、1034、1036。逻辑电路1028从第一脉冲控制信号1006和第二脉冲控制信号1008中导出栅极驱动信号1030、1032、1034、1036中的每个栅极驱动信号，并确保在脉冲信号从+HVDC相位到–HVDC相位的过渡期间，栅极驱动信号1030、1032、1034、1036不会片刻地将相反极性的HVDC电源(+HVDC电源1018和–HVDC电源1020)连接或短接。例如，在某些实施例中，逻辑电路1028导出栅极驱动信号1034和1036作为栅极驱动信号1030和1032的反相。
通常，在至少一些实施例中，微控制器1002没有提供足够的电流来驱动IGBT1010、1012、1014、1016的栅极。功率半导体开关的栅极电流通常随着高电压和高电流容量而升高。因此，电穿孔发生器26包括用于分别操作IGBT 1010、1012、1014、1016的栅极驱动器1038、1040、1042、1044。栅极驱动器1038、1040、1042、1044进一步将微控制器1002和数字电路的其它方面与电穿孔发生器26的高压大电流部分隔离。栅极驱动器1038、1040、1042、1044根据栅极驱动信号1030、1032、1034、1036控制IGBT 1010、1012、1014、1016的换向。栅极驱动器1038、1040、1042、1044通过栅极驱动阻抗1046、1048、1050、1052驱动IGBT 1010、1012、1014、1016的栅极。选择栅极驱动阻抗1046、1048、1050、1052以产生足够的电流上升通过IGBT 1010、1012、1014、1016，并且避免IGBT 1010、1012、1014、1016的振荡响应。在某些实施例中，栅极驱动阻抗1046、1048、1050、1052是6-8欧姆范围内的电阻。在至少一些实施例中，栅极驱动阻抗1046、1048、1050、1052是6.8欧姆的电阻器。
在某些实施例中，电穿孔发生器26可以在一个或多个印刷电路板(PCB)上实现，在该印刷电路板上可以布置微控制器1002、光电隔离器1026、逻辑电路1028、栅极驱动器1038、1040、1042、1044和IGBT 1010、1012、1014、1016。PCB上的至少一些迹线传导以高频切换的高压DC。例如，将+HVDC电源1018连接到IGBT 1010、1012、1014、1016的迹线，以及提供从IGBT 1010、1012、1014、1016到第一导体1022和第二导体1024的端子1056和1058的电流的迹线各自承载由IGBT 1010、1012、1014、1016的高频开关所生成的脉冲信号，并且因此易于将噪声引入电穿孔发生器26。在某些实施例中，此类迹线应足够宽且尽可能短，以减少由这些迹线上的周期性高di/dt条件引起的噪声引入。在某些实施例中，这些迹线应至少为0.12英寸宽。同样，至少一些迹线传导大量的高频开关电流，以驱动IGBT 1010、1012、1014、1016的栅极。例如，在栅极驱动器1038、1040、1042、1044与它们各自的IGBT 1010、1012、1014、1016之间延伸的迹线也容易受到在这些迹线上引入由高di/dt条件引起的噪声的影响。因此，这些迹线也应该足够宽且尽可能短，以减少噪声的引入。在某些实施例中，例如，栅极驱动器1038、1040、1042、1044与它们各自的IGBT 1010、1012、1014、1016之间的迹线应至少为0.06英寸宽。
在某些实施例中，电穿孔发生器26在每个栅极驱动器1038、1040、1042、1044与IGBT 1010、1012、1014、1016之间包括附加部件。例如，在某些实施例中，一个或多个电容器与半导体开关的栅极并联耦合，以用作驱动该栅极的电流源。在某些实施例中，一个或多个二极管与半导体开关的栅极并联耦合，以例如用作瞬态电压抑制或用作电流阻挡设备。在某些实施例中，一个或多个EMI抑制设备耦合至栅极驱动支路以减轻源自例如IGBT 1010、1012、1014、1016的高频开关的噪声。
在某些实施例中，电穿孔发生器26包括与高压DC输出串联(即与第一导体1022和第二导体1024串联)连接的一个或多个阻抗匹配电路(未示出)。阻抗匹配电路可减轻阻抗不连续性，该阻抗不连续性在由+HVDC电源1018、-HVDC电源1020和导管14的电极组件12之间的迹线或其它导体形成的高压DC传输线的多个部分处可能出现或可能是固有的。例如，在导管14连接到电穿孔发生器26的地方可能存在阻抗不连续性，这可能导致电穿孔发生器26内的信号反射，其最终在系统10中表现为噪声和损耗。
+HVDC电源1018和–HVDC电源1020是相反极性的DC电压电平。例如，在某些实施例中，+HVDC电源1018可以处于约3500VDC的电势，而-HVDC电源1020可以处于约零的电势或有效地接地。在至少一些实施例中，电穿孔发生器26包括高压电容器1054，其用作电极组件12的高压电流源。单脉冲信号包括具有第一极性高电压的第一相，具有约零伏的电势的第二相，以及具有第二极性高电压的第三相。导管14在第一导体1022和第二导体1024上提供高压脉冲信号。因此，可以通过在时间上交替地向第一导体1022和第二导体1024施加+HVDC电源1018以及向第二导体1024和第一导体1022施加-HVDC电源1020来切换高压脉冲信号的极性。同样，通过断开第一导体1022和第二导体1024二者的连接并允许它们的电势浮动，可以实现0VDC。因此，由于患者身体17中的血液/盐溶液的导电特性，在电极组件12的电极之间应该没有电势，并且因此在第一导体1022和第二导体1024之间也没有电势。
例如，在+HVDC电源1018处于约3500VDC的电势和–HVDC电源1020处于约0VDC的电势的情况下，通过以下方式产生脉冲信号的第一相：关闭IGBT 1010并打开IGBT 1014以将+HVDC电源1018施加到第一导体1022；以及关闭IGBT 1012并打开IGBT 1016，将–HVDC电源1020施加到第二导体1024，从而在第一持续时间内产生+3500VDC信号。在第一持续时间之后，IGBT 1010和IGBT 1012打开以允许第一导体1022和第二导体1024的电势浮动，从而在第二持续时间内为脉冲信号的第二相产生0VDC。在第二持续时间之后，关闭IGBT 1014以将–HVDC电源1020施加到第一导体1022，并且关闭IGBT 1016以将+HVDC电源1018施加到第二导体1024，从而在第三持续时间内产生-3500VDC信号。在第三持续时间之后，IGBT 1014和IGBT 1016打开以使横跨第一导体1022和第二导体1024的电势返回到0VDC。
图11是生成脉冲信号的示例方法1100的流程图。参考图10和图11，该方法包括将具有第一极性的+HVDC电源1018提供(1102)给以桥式配置连接的多个半导体开关，诸如IGBT 1010、1012、1014、1016。将具有与第一极性相反的第二极性的-HVDC电源1020提供(1104)给多个半导体。为了生成双相脉冲信号，微控制器1002控制IGBT 1010、1012、1014、1016的换向。更具体地，将多个半导体各自换向(1106)，以将+HVDC电源1018施加到导管14的第一导体1022，并将-HVDC电源1020施加到导管14的第二导体1024达第一持续时间。然后，在第一持续时间之后，将多个半导体各自换向(1108)，以将第一导体1022和第二导体1024与+HVDC电源1018和–HVDC电源1020电气断开达第二持续时间。然后，在第二持续时间之后，将多个半导体各自换向(1110)，以将+HVDC电源1018施加到第二导体1024，并且将-HVDC电源1020施加到第一导体1022达第三持续时间。然后，在第三持续时间之后，将多个半导体各自换向(1112)，以将第一导体1022和第二导体1024与+HVDC电源1018和–HVDC电源1020电气断开。
尽管对示例方法的某些步骤进行了编号，但是此类编号并不表示必须按照列出的顺序执行这些步骤。因此，除非具体描述需要此类顺序，否则不需要按照给出的确切顺序执行特定步骤。可以按照列出的顺序或另一合适的顺序执行步骤。
尽管已经参考特定实施例描述了本文公开的实施例和示例，但是应该理解，这些实施例和示例仅是本公开的原理和应用的说明。因此，应当理解，在不脱离权利要求所限定的本公开的精神和范围的情况下，可以对说明性实施例和示例进行多种修改，并且可以设计出其它布置。因此，本申请旨在覆盖这些实施例及其等同物的修改和变化。
该书面描述使用示例来公开本发明，包括最优模式，并且还使本领域技术人员能够实践本公开，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何结合的方法。本公开的可专利范围由权利要求书限定，并且可以包括本领域技术人员想到的其它示例。如果此类其它示例具有与权利要求的字面语言没有不同的结构元件，或者如果它们包括与权利要求的字面语言没有实质性差异的等效结构元件，则旨在将此类其它示例包括在权利要求的范围内。

Claims (27)

1.一种电穿孔系统，包括：
导管轴；
至少一个电极，其在其远端耦合至所述导管轴；以及
电穿孔发生器，其与所述至少一个电极连通地耦合，所述电穿孔发生器被配置为向所述至少一个电极提供双相脉冲信号，所述双相脉冲信号包括：
具有第一极性和第一脉冲持续时间的第一相；以及
具有与所述第一极性相反的第二极性和第二脉冲持续时间的第二相，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少500伏的电压幅度和小于20微秒的脉冲持续时间，
其中，所述第二相在所述第一相之后以非零间隔生成。
2.根据权利要求1所述的电穿孔系统，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少600伏的电压幅度和小于3微秒的脉冲持续时间。
3.根据权利要求1所述的电穿孔系统，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少600伏的电压幅度和小于1.5微秒的脉冲持续时间。
4.根据权利要求1所述的电穿孔系统，其中，所述第一脉冲持续时间、所述第二脉冲持续时间以及所述非零间隔中的每一个小于3微秒。
5.根据权利要求4所述的电穿孔系统，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少600伏的电压幅度。
6.根据权利要求1所述的电穿孔系统，其中，所述电穿孔发生器进一步被配置为生成包括多个所述双相脉冲信号的脉冲串信号，其中，所述多个双相脉冲信号中的每个双相脉冲信号在0.5毫秒至10毫秒的范围内的脉冲周期生成。
7.根据权利要求1所述的电穿孔系统，进一步包括在所述导管轴的所述远端耦合的电极组件，所述电极组件包括所述至少一个电极，其中，所述电极组件被配置为电极环组件、篮式电极组件、平面电极组件以及包括可膨胀隔离构件的可膨胀电极组件中的一种。
8.根据权利要求7所述的电穿孔系统，其中，所述电极组件被配置为双极电极环组件，以及其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少600伏的电压幅度以及小于3微秒的脉冲持续时间。
9.根据权利要求8所述的电穿孔系统，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有在600伏至1.4kV的范围内的电压幅度，以及在1微秒至1.5微秒的范围内的脉冲持续时间。
10.根据权利要求7所述的电穿孔系统，其中，所述电极组件被配置为单极电极环组件，以及其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少800伏的电压幅度以及小于3微秒的脉冲持续时间。
11.根据权利要求10所述的电穿孔系统，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有在800伏至3.0kV的范围内的电压幅度，以及在0.5微秒至1.5微秒的范围内的脉冲持续时间。
12.根据权利要求7所述的电穿孔系统，其中，所述电极组件被配置为包括可膨胀隔离构件的双极可膨胀电极组件，以及其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少500伏的电压幅度和小于20微秒的脉冲持续时间。
13.根据权利要求12所述的电穿孔系统，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有在600伏至2.5kV的范围内的电压幅度，以及在500纳秒至1.5微秒的范围内的脉冲持续时间。
14.一种方法，包括：
由电穿孔发生器向在导管轴的远端处耦合的至少一个电极提供双相脉冲信号的第一相，所述第一相具有第一极性和第一脉冲持续时间；以及
向所述至少一个电极提供所述双相脉冲信号的第二相，所述第二相具有与所述第一极性相反的第二极性以及第二脉冲持续时间，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少500伏的电压幅度以及小于20微秒的脉冲持续时间，
其中，所述第二相在所述第一相之后以非零间隔生成。
15.根据权利要求14所述的方法，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少600伏的电压幅度以及小于3微秒的脉冲持续时间。
16.根据权利要求14所述的方法，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少600伏的电压幅度以及小于1.5微秒的脉冲持续时间。
17.根据权利要求14所述的方法，其中，所述第一脉冲持续时间、所述第二脉冲持续时间和所述非零间隔中的每一个小于3微秒。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少600伏的电压幅度。
19.根据权利要求14所述的方法，进一步包括向所述至少一个电极提供脉冲串信号，所述脉冲串信号包括多个所述双相脉冲信号，其中，所述多个双相脉冲信号中的每个双相脉冲信号在0.5毫秒至10毫秒的范围内的脉冲周期生成。
20.根据权利要求14所述的方法，其中，所述至少一个电极是在所述导管轴的所述远端处耦合的电极组件的一部分，其中，所述电极组件被配置为电极环组件、篮式电极组件、平面电极组件以及包括可膨胀隔离构件的可膨胀电极组件中的一种。
21.一种电穿孔发生器，其包括：
具有第一极性的正高压直流(+HVDC)电源；
具有与所述第一极性相反的第二极性的负高压直流(-HVDC)电源；
以桥式配置连接的多个半导体开关，其调节所述+HVDC电源和所述-HVDC电源向用于导管的第一和第二导体的施加；以及
微控制器，其通信地耦合至所述多个半导体开关，并且被配置为控制所述多个半导体开关的换向以通过用于所述导管的所述第一和第二导体发送双相脉冲信号。
22.根据权利要求21所述的电穿孔发生器，其中，所述微控制器进一步被配置为生成所述双相脉冲信号，所述双相脉冲信号包括：
具有所述第一极性和第一脉冲持续时间的第一相；以及
具有所述第二极性和第二脉冲持续时间的第二相，所述第一相和所述第二相中的每一相具有至少500伏的电压幅度和小于20微秒的脉冲持续时间，以及
其中，所述第二相在所述第一相之后以非零间隔生成。
23.根据权利要求21所述的电穿孔发生器，其进一步包括在所述微控制器与所述多个半导体开关之间耦合的光电隔离器。
24.根据权利要求21所述的电穿孔发生器，其进一步包括在所述微控制器与所述多个半导体开关中的对应半导体开关之间耦合的多个栅极驱动器，其中，所述多个栅极驱动器被配置为基于来自所述微控制器的至少一个信号来提供栅极驱动电流。
25.根据权利要求24所述的电穿孔发生器，其进一步包括在所述多个栅极驱动器中的每个栅极驱动器与所述多个半导体开关中的对应半导体开关之间耦合的栅极驱动阻抗，所述栅极驱动阻抗被配置为校准通过所述多个半导体开关提供的高压DC的上升时间，并且进一步被配置为减小所述多个半导体开关的振荡响应。
26.根据权利要求21所述的电穿孔发生器，其中，所述多个半导体开关包括多个绝缘栅双极晶体管。
27.一种生成脉冲信号的方法，所述方法包括：
向以桥式配置连接的多个半导体开关提供具有第一极性的正高压直流(+HVDC)电源；
向所述多个半导体提供具有与所述第一极性相反的第二极性的负高压直流(-HVDC)电源；
使所述多个半导体开关换向，以将所述+HVDC电源施加到导管的第一导体，并且将所述-HVDC电源施加到所述导管的第二导体达第一持续时间；
在所述第一持续时间之后，使所述多个半导体开关换向，以将所述第一导体和所述第二导体从所述+HVDC电源和所述-HVDC电源电气断开达第二持续时间；
在所述第二持续时间之后，使所述多个半导体开关换向，以将所述+HVDC电源施加到所述第二导体，并且将所述-HVDC电源施加到所述第一导体达第三持续时间；以及
在所述第三持续时间之后，使所述多个半导体开关换向，以将所述第一导体和所述第二导体从所述+HVDC电源和所述-HVDC电源电气断开。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115281813A (zh) * 2022-07-25 2022-11-04 上海玮启医疗器械有限公司 脉冲消融控制装置、控制系统及使用方法

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP4272674A3 (en) * 2020-02-28 2024-01-10 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Electrode assembly including expandable isolation member
US20220008123A1 (en) * 2020-07-13 2022-01-13 Biosense Webster (Israel) Ltd. Sequential activation of electrode-pairs during irreversible electroporation (ire)
WO2022214870A1 (en) 2021-04-07 2022-10-13 Btl Medical Technologies S.R.O. Pulsed field ablation device and method
IL309432A (en) 2021-07-06 2024-02-01 Btl Medical Dev A S Apparatus and method for ablation (burning) by electric pulse field
CN113729918A (zh) * 2021-08-12 2021-12-03 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 使用不对称波形的电穿孔的系统和方法
US20230052114A1 (en) * 2021-08-12 2023-02-16 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Systems and methods for electroporation using asymmetric waveforms and waveforms with reduced burst duration
US20230084207A1 (en) * 2021-09-10 2023-03-16 Biosense Webster (Israel) Ltd. Staggered Pairs of Biased Ablation Electrodes on Basket Catheter
WO2023086778A1 (en) * 2021-11-12 2023-05-19 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Systems and methods for energizing electroporation catheters using quadripolar arrays

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100261994A1 (en) * 2009-04-09 2010-10-14 Rafael Davalos Integration of very short electric pulses for minimally to noninvasive electroporation
US20130030430A1 (en) * 2011-07-29 2013-01-31 Stewart Mark T Intracardiac tools and methods for delivery of electroporation therapies
US20170173346A1 (en) * 2015-12-17 2017-06-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Conducted communication in a medical device system
US20170348525A1 (en) * 2016-06-07 2017-12-07 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Methods for enhancing and modulating reversible and irreversible electroporation lesions by manipulating pulse waveforms
US20180071014A1 (en) * 2015-04-10 2018-03-15 Angiodynamics, Inc. System and Methods for Irreversible Electroporation with Thermally Controlled Electrodes

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7263397B2 (en) 1998-06-30 2007-08-28 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Method and apparatus for catheter navigation and location and mapping in the heart
GB9911954D0 (en) 1999-05-21 1999-07-21 Gyrus Medical Ltd Electrosurgery system and instrument
US7736361B2 (en) * 2003-02-14 2010-06-15 The Board Of Trustees Of The Leland Stamford Junior University Electrosurgical system with uniformly enhanced electric field and minimal collateral damage
US10245098B2 (en) * 2008-04-29 2019-04-02 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Acute blood-brain barrier disruption using electrical energy based therapy
US8790335B2 (en) * 2009-08-28 2014-07-29 Covidien Lp Electrosurgical generator
US9289606B2 (en) 2010-09-02 2016-03-22 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System for electroporation therapy
JP6301926B2 (ja) 2012-08-09 2018-03-28 ユニバーシティ オブ アイオワ リサーチ ファウンデーション カテーテル、カテーテルシステム、及び組織構造を刺通する方法
JP6723153B2 (ja) * 2013-12-05 2020-07-15 アールエフイーエムビー ホールディングス リミテッド ライアビリティ カンパニー 生体内の望ましくない軟部組織を切除するシステム
EP3089687B1 (en) 2014-02-11 2018-06-06 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Ablation catheter
JP6483717B2 (ja) 2014-02-25 2019-03-13 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド 不整脈源の分類のために電気生理学的性質を利用するためのシステムおよび方法
US10575892B2 (en) * 2015-12-31 2020-03-03 Ethicon Llc Adapter for electrical surgical instruments
US20170189097A1 (en) * 2016-01-05 2017-07-06 Iowa Approach Inc. Systems, apparatuses and methods for delivery of ablative energy to tissue
WO2018013341A1 (en) 2016-07-15 2018-01-18 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Methods and systems for generating smoothed images of an elongate medical device
US11364072B2 (en) * 2017-01-27 2022-06-21 Medtronic, Inc. Catheter electrodes for energy management
US11690669B2 (en) 2017-05-12 2023-07-04 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Electroporation systems and catheters for electroporation systems
EP4218641A1 (en) 2017-12-26 2023-08-02 Galvanize Therapeutics, Inc. Optimization of energy delivery for various applications
CN111526835A (zh) 2018-01-02 2020-08-11 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 包括远侧环的电穿孔导管
WO2020061192A1 (en) * 2018-09-18 2020-03-26 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Treatment planning system for immunotherapy enhancement via non-thermal ablation

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100261994A1 (en) * 2009-04-09 2010-10-14 Rafael Davalos Integration of very short electric pulses for minimally to noninvasive electroporation
US20130030430A1 (en) * 2011-07-29 2013-01-31 Stewart Mark T Intracardiac tools and methods for delivery of electroporation therapies
US20180071014A1 (en) * 2015-04-10 2018-03-15 Angiodynamics, Inc. System and Methods for Irreversible Electroporation with Thermally Controlled Electrodes
US20170173346A1 (en) * 2015-12-17 2017-06-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Conducted communication in a medical device system
US20170348525A1 (en) * 2016-06-07 2017-12-07 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Methods for enhancing and modulating reversible and irreversible electroporation lesions by manipulating pulse waveforms

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115281813A (zh) * 2022-07-25 2022-11-04 上海玮启医疗器械有限公司 脉冲消融控制装置、控制系统及使用方法

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Publication number Publication date
US20210161582A1 (en) 2021-06-03
JP7459252B2 (ja) 2024-04-01
WO2021113463A1 (en) 2021-06-10
EP4044947A1 (en) 2022-08-24
JP2023504069A (ja) 2023-02-01

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